ES2953312T3 - Determination of risk of coronary artery disease - Google Patents
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Abstract
La tecnología propuesta se relaciona con un método para indicar el riesgo de enfermedad de las arterias coronarias. Se obtiene una grabación de sonido (100) que cubre una pluralidad de latidos del corazón, se identifican una pluralidad de sonidos cardíacos (200) en la grabación de sonido y se obtienen una pluralidad de segmentos (300) de la grabación de sonido. Se determina una medida de potencia de frecuencia (400) basándose en la intensidad de la señal de una primera ventana de frecuencia de un período en la diástole, se determina una amplitud del cuarto sonido cardíaco (500) basándose en la pluralidad de sonidos cardíacos y la pluralidad de segmentos. , y se determina (600) una indicación de la variabilidad del ritmo cardíaco en base a la pluralidad de sonidos cardíacos. A continuación se determina (700) la indicación del riesgo de enfermedad de las arterias coronarias basándose en la medida de potencia de frecuencia, la amplitud del cuarto ruido cardíaco y la indicación de la variabilidad de la frecuencia cardíaca. (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)The proposed technology relates to a method of indicating the risk of coronary artery disease. A sound recording (100) covering a plurality of heartbeats is obtained, a plurality of heart sounds (200) are identified in the sound recording, and a plurality of segments (300) are obtained from the sound recording. A frequency power measurement (400) is determined based on the signal intensity of a first frequency window of a period in diastole, an amplitude of the fourth heart sound (500) is determined based on the plurality of heart sounds and the plurality of segments. , and an indication of heart rate variability is determined (600) based on the plurality of heart sounds. The indication of the risk of coronary artery disease is then determined (700) based on the measurement of frequency power, the amplitude of the fourth heart sound, and the indication of heart rate variability. (Automatic translation with Google Translate, without legal value)
Description
DESCRIPCIÓNDESCRIPTION
Determinación de riesgo de enfermedad de arteria coronariaDetermination of risk of coronary artery disease
Campo técnicoTechnical field
La tecnología propuesta se relaciona generalmente con el campo del diagnóstico de sospecha de enfermedad de arterias coronarias (EAC), y en particular con dispositivos o aparatos para indicar un riesgo de enfermedad de arterias coronarias (EAC) que no son invasivos.The proposed technology generally relates to the field of diagnosis of suspected coronary artery disease (CAD), and in particular to devices or apparatus for indicating a risk of coronary artery disease (CAD) that are non-invasive.
AntecedentesBackground
El diagnóstico de la sospecha de enfermedad de arterias coronarias (EAC) requiere recursos sanitarios sustanciales. Hoy en día se usa comúnmente angiografía coronaria invasiva (ACI) pero es costosa y conlleva el riesgo de complicaciones. Hay tecnologías no invasivas disponibles para diagnosticar EAC. Por ejemplo, los avances recientes en la tecnología de sensores de sonido, el poder analítico y el filtrado de datos han permitido el uso de detección acústica para diagnosticar la turbulencia intracoronaria debido a EAC obstructiva. Tales tecnologías basadas en la acústica no son invasivas, están libres de radiación y son económicamente favorables. Típicamente, estas se pueden usar para la estratificación de riesgo primario de una población de riesgo bajo a intermedio. Por lo tanto, la mejora en la precisión de estas tecnologías es muy relevante en la práctica clínica diaria.Diagnosis of suspected coronary artery disease (CAD) requires substantial healthcare resources. Invasive coronary angiography (ICA) is commonly used today but is expensive and carries the risk of complications. There are non-invasive technologies available to diagnose CAD. For example, recent advances in sound sensor technology, analytical power, and data filtering have enabled the use of acoustic detection to diagnose intracoronary turbulence due to obstructive CAD. Such acoustics-based technologies are non-invasive, radiation-free and economically favorable. Typically, these can be used for primary risk stratification of a low to intermediate risk population. Therefore, the improvement in the precision of these technologies is very relevant in daily clinical practice.
El documento EP2462871 A1 se refiere a un sistema para la detección de energía de baja frecuencia para el diagnóstico de enfermedad arterial coronaria (EAC) y un estetoscopio y un método para la detección de energía de baja frecuencia. El documento EP2462871 A1 divulga un sistema según el preámbulo de la reivindicación independiente 1.Document EP2462871 A1 refers to a system for the detection of low frequency energy for the diagnosis of coronary artery disease (CAD) and a stethoscope and a method for the detection of low frequency energy. Document EP2462871 A1 discloses a system according to the preamble of independent claim 1.
La publicación de Winther, S., Schmidt, SE, Holm, NR, Toft, E., Struijk, JJ, B0tker, HE y B0ttcher, M. (2016), Diagnosing coronary artery disease by sound analysis from coronary stenosis induced turbulent blood flow: diagnostic performance in patients with stable angina pectoris The International Journal of Cardiovascular Imaging, 32(2), 235-245 describe un estudio cuyo objetivo es evaluar la precisión diagnóstica de una prueba acústica (EACscore) para detectar EAC y compararla con la estratificación de riesgo clínico y la puntuación de calcio arterial coronario (CACS). El estudio demuestra el uso potencial de un sistema acústico para identificar EAC y afirma que la combinación de puntuaciones de riesgo clínico y una prueba acústica parece optimizar la selección de pacientes para la investigación diagnóstica.The publication of Winther, S., Schmidt, SE, Holm, NR, Toft, E., Struijk, JJ, B0tker, HE and B0ttcher, M. (2016), Diagnosing coronary artery disease by sound analysis from coronary stenosis induced turbulent blood flow: diagnostic performance in patients with stable angina pectoris The International Journal of Cardiovascular Imaging, 32(2), 235-245 describes a study whose objective is to evaluate the diagnostic accuracy of an acoustic test (EACscore) to detect CAD and compare it with stratification clinical risk and coronary artery calcium score (CACS). The study demonstrates the potential use of an acoustic system to identify CAD and states that the combination of clinical risk scores and an acoustic test appears to optimize patient selection for diagnostic investigation.
La publicación de Schmidt, SE, Holst-Hansen, C., Hansen, J., Toft, E. y Struijk, JJ (2015), Acoustic features for the identification of coronary artery disease, IEEE Transactions on Biomedical Engineering, 62(11), 2611-2619, describe un estudio que consiste en una búsqueda de características de sonido cardiado que podrían identificar la EAC. El resultado del estudio confirmó que existe un potencial en los sonidos cardiacos para el diagnóstico de EAC.The publication of Schmidt, SE, Holst-Hansen, C., Hansen, J., Toft, E. and Struijk, JJ (2015), Acoustic features for the identification of coronary artery disease, IEEE Transactions on Biomedical Engineering, 62(11 ), 2611-2619, describes a study that consists of a search for cardiac sound characteristics that could identify CAD. The result of the study confirmed that there is a potential in heart sounds for the diagnosis of CAD.
El documento US 2014/180153 A1 se refiere a sistemas y métodos para la detección acústica de enfermedad arterial coronaria (EAC) y edición automatizada de datos de sonido cardiaco.US 2014/180153 A1 relates to systems and methods for acoustic detection of coronary artery disease (CAD) and automated editing of heart sound data.
ObjetoObject
La tecnología propuesta tiene como objetivo satisfacer la necesidad descrita anteriormente y, en particular, mejorar la precisión diagnóstica de las tecnologías basadas en la acústica para diagnosticar la sospecha de EAC.The proposed technology aims to meet the need described above and, in particular, improve the diagnostic accuracy of acoustics-based technologies for diagnosing suspected CAD.
CompendioCompendium
En un primer aspecto de la tecnología propuesta, al menos el objetivo principal se logra mediante un método para indicar el riesgo de enfermedad arterial coronaria (EAC) para una persona. El método que no forma parte de la materia de asunto reivindicada, comprende: obtener una grabación de sonido que abarque una pluralidad de latidos cardiacos; identificar una pluralidad de sonidos cardiacos (S) en la grabación de sonido; y obtener una pluralidad de segmentos de la grabación de sonido en función de la pluralidad de sonidos cardiacos (S), en donde cada segmento cubre al menos una parte de un ciclo cardiaco. El método comprende además: determinar una medida de potencia de frecuencia (FPM) basada en la intensidad de señal de una primera ventana de frecuencia de un período en la diástole de un primer número de segmentos de la pluralidad de segmentos; y determinar una amplitud del cuarto sonido cardiaco (S4Amp) en función de la pluralidad de sonidos cardiacos (S) y la pluralidad de segmentos.In a first aspect of the proposed technology, at least the primary objective is achieved by a method for indicating the risk of coronary artery disease (CAD) for a person. The method, which is not part of the claimed subject matter, comprises: obtaining a sound recording covering a plurality of heartbeats; identifying a plurality of heart sounds (S) in the sound recording; and obtaining a plurality of segments of the sound recording based on the plurality of heart sounds (S), where each segment covers at least a part of a cardiac cycle. The method further comprises: determining a frequency power measurement (FPM) based on the signal intensity of a first frequency window of a period in diastole of a first number of segments of the plurality of segments; and determining an amplitude of the fourth heart sound (S4Amp) based on the plurality of heart sounds (S) and the plurality of segments.
Aquí, se entiende que la intensidad de señal de la primera ventana de frecuencia abarca las amplitudes o la energía de la primera ventana de frecuencia, y se entiende que el período en la diástole abarca un intervalo en la diástole. El método comprende además: determinar la indicación del riesgo de enfermedad arterial coronaria (EAC) en función de la medida de potencia de frecuencia (FPM) y la amplitud del cuarto sonido cardiaco (S4Amp). El método puede comprender además: determinar una indicación de la variabilidad de ritmo cardiaco (HRV) en función de la pluralidad de sonidos cardiacos (S), y determinar la indicación del riesgo de enfermedad de arterias coronarias (EAC) puede basarse además en la indicación de la variabilidad de ritmo cardiaco (HRV). Here, the signal intensity of the first frequency window is understood to encompass the amplitudes or energy of the first frequency window, and the period in diastole is understood to encompass an interval in diastole. The method further comprises: determining the indication of the risk of coronary artery disease (CAD) based on the frequency power measurement (FPM) and the amplitude of the fourth heart sound (S4Amp). The method may further comprise: determining an indication of heart rate variability (HRV) based on the plurality of heart sounds (S), and determining the indication of the risk of coronary artery disease (CAD) may further be based on the indication of heart rate variability (HRV).
El método según el primer aspecto de la tecnología propuesta puede ser realizado por un estetoscopio electrónico o un sistema para indicar un riesgo de enfermedad arterial coronaria (EAC). La grabación de sonido puede obtenerse mediante un micrófono y las etapas restantes u otras pueden realizarse mediante un procesador.The method according to the first aspect of the proposed technology can be performed by an electronic stethoscope or a system for indicating a risk of coronary artery disease (CAD). The sound recording can be obtained using a microphone and the remaining or other steps can be performed using a processor.
Según un segundo aspecto, que cae dentro del alcance de la materia de asunto reivindicada, los objetos anteriores se logran mediante un sistema para indicar un riesgo de enfermedad arterial coronaria (EAC) para una persona. El sistema comprende: un micrófono configurado para ser colocado en el pecho de la persona para obtener una forma de sonido del corazón de la persona; y un procesador conectado operativamente al micrófono y configurado para realizar el método según el primer aspecto.According to a second aspect, which falls within the scope of the claimed subject matter, the above objects are achieved by a system for indicating a risk of coronary artery disease (CAD) for a person. The system comprises: a microphone configured to be placed on the person's chest to obtain a sound form of the person's heart; and a processor operatively connected to the microphone and configured to perform the method according to the first aspect.
Según un segundo aspecto, que cae dentro del alcance de la materia de asunto reivindicada, los objetos anteriores se logran mediante un producto de programa informático a utilizar en un sistema que comprende: un micrófono configurado para ser colocado en el pecho de la persona para obtener sonidos cardiacos de la persona y un procesador conectado operativamente al micrófono. El producto de programa informático comprende instrucciones de código de programa configuradas para, cuando las ejecuta el procesador del sistema, hacer que el procesador realice el método según el primer aspecto.According to a second aspect, which falls within the scope of the claimed subject matter, the above objects are achieved by a computer program product to be used in a system comprising: a microphone configured to be placed on the person's chest to obtain heart sounds of the person and a processor operatively connected to the microphone. The computer program product comprises program code instructions configured to, when executed by the system processor, cause the processor to perform the method according to the first aspect.
Aquí, se entiende que un micrófono abarca un transductor adecuado para obtener grabaciones de sonido. En una alternativa a la tecnología propuesta, que no cae dentro del alcance de las presentes reivindicaciones, solo se determina y utiliza una de las medidas de potencia de frecuencia (FPM) y la amplitud del cuarto sonido cardiaco (S4Amp) para determinar la indicación del riesgo de enfermedad arterial coronaria (EAC). Por ejemplo, determinar la indicación del riesgo de enfermedad arterial coronaria (EAC) puede basarse en la medida de potencia de frecuencia (FPM) o la amplitud del cuarto sonido cardiaco (S4Amp), y en la indicación de la variabilidad de ritmo cardiaco (HRV).Here, a microphone is understood to encompass a transducer suitable for obtaining sound recordings. In an alternative to the proposed technology, which does not fall within the scope of the present claims, only one of the frequency power measurements (FPM) and the amplitude of the fourth heart sound (S4Amp) are determined and used to determine the indication of the risk of coronary artery disease (CAD). For example, determining the indication of the risk of coronary artery disease (CAD) can be based on the measurement of frequency power (FPM) or the amplitude of the fourth heart sound (S4Amp), and on the indication of heart rate variability (HRV). ).
La invención se define en las reivindicaciones adjuntas.The invention is defined in the attached claims.
Descripción detalladaDetailed description
Se ha encontrado que una serie de características relacionadas con la segmentación de la grabación de sonido son ventajosas para la tecnología propuesta.A number of features related to sound recording segmentation have been found to be advantageous for the proposed technology.
La pluralidad de sonidos cardiacos (S) puede comprender una pluralidad de primeros sonidos cardiacos específicos (SS1), y obtener una pluralidad de segmentos de la grabación de sonido puede comprender: dividir la grabación de sonido en la pluralidad de segmentos basada en la pluralidad de primeros sonidos cardiacos específicos (SS1). Cada segmento puede cubrir un ciclo cardiaco completo.The plurality of heart sounds (S) may comprise a plurality of specific first heart sounds (SS1), and obtaining a plurality of segments of the sound recording may comprise: dividing the sound recording into the plurality of segments based on the plurality of first specific heart sounds (SS1). Each segment can cover a complete cardiac cycle.
La pluralidad de primeros sonidos cardiacos específicos (SS1) puede comprender segundos sonidos cardiacos (S2), cada uno relacionado con el cierre de la válvula aórtica (AC). La pluralidad de segmentos puede comprender un primer número de segmentos, cubriendo cada uno al menos el segundo sonido cardiaco (S2) y la diástole subsiguiente de un solo latido cardiaco. La pluralidad de primeros sonidos cardiacos específicos (SS1) puede comprender primeros sonidos cardiacos (S1), cada uno relacionado con el cierre de la válvula mitral (MC). La pluralidad de segmentos puede comprender un segundo número de segmentos, cubriendo cada uno al menos el cuarto sonido cardiaco (S4) relativo al límite elástico de la distensión de la pared ventricular y el posterior primer sonido cardiaco (S1) de un solo latido cardiaco.The plurality of specific first heart sounds (SS1) may comprise second heart sounds (S2), each related to closure of the aortic valve (AC). The plurality of segments may comprise a first number of segments, each covering at least the second heart sound (S2) and the subsequent diastole of a single heartbeat. The plurality of specific first heart sounds (SS1) may comprise first heart sounds (S1), each related to closure of the mitral valve (MC). The plurality of segments may comprise a second number of segments, each covering at least the fourth heart sound (S4) relative to the elastic limit of distension of the ventricular wall and the subsequent first heart sound (S1) of a single heartbeat.
Se ha encontrado que una serie de características que se relacionan con la medida de potencia de frecuencia (FPM) son ventajosas y contribuyen a una precisión mejorada de la tecnología propuesta.A number of features relating to frequency power measurement (FPM) have been found to be advantageous and contribute to improved accuracy of the proposed technology.
La etapa de determinar una medida de potencia de frecuencia (FPM) puede basarse además en la intensidad de señal de una segunda ventana de frecuencia del período, o el intervalo en la diástole de cada segmento, en donde la segunda ventana de frecuencia tiene un corte bajo que está por encima de un corte alto de la primera ventana de frecuencia. Aquí, se entiende que la intensidad de señal de la segunda ventana de frecuencia abarca las amplitudes o la energía de la segunda ventana de frecuencia. La etapa de determinar la medida de potencia de frecuencia (FPM) puede comprender además: determinar una primera suma basada en la suma de la energía en la primera ventana de frecuencia del primer número de segmentos; y determinar una segunda suma basada en la suma de la energía en la segunda ventana de frecuencia del primer número de segmentos. Aquí, se entiende que una suma abarca una media. La determinación de la medida de potencia de frecuencia (FPM) puede basarse entonces en una relación (FPR) entre la primera suma y la segunda suma, o la magnitud relativa de estas.The step of determining a frequency power measurement (FPM) may further be based on the signal intensity of a second frequency window of the period, or the interval in diastole of each segment, wherein the second frequency window has a cutoff. low that is above a high cutoff of the first frequency window. Here, the signal intensity of the second frequency window is understood to encompass the amplitudes or energy of the second frequency window. The step of determining the frequency power measurement (FPM) may further comprise: determining a first sum based on the sum of the power in the first frequency window of the first number of segments; and determining a second sum based on the sum of the energy in the second frequency window of the first number of segments. Here, a sum is understood to encompass an average. Determination of power measurement frequency (FPM) can then be based on a ratio (FPR) between the first sum and the second sum, or the relative magnitude of these.
La primera ventana de frecuencia puede tener un corte bajo en el intervalo de 20-40 Hz, o a 30 Hz. Adicional o alternativamente, la primera ventana de frecuencia puede tener un corte alto en el intervalo de 80-100 Hz, o a 90 Hz. La segunda ventana de frecuencia puede tener un corte bajo en el intervalo de 180-220 Hz, o a 200 Hz. Adicional o alternativamente, la segunda ventana de frecuencia puede tener un corte alto en el intervalo de 250-800 Hz, 280-320 Hz o a 300 Hz.The first frequency window may have a low cutoff in the range of 20-40 Hz, or at 30 Hz. Additionally or alternatively, the first frequency window may have a high cutoff in the range of 80-100 Hz, or at 90 Hz. The second frequency window may have a low cutoff in the range of 180-220 Hz, or at 200 Hz. Additionally or alternatively, the second frequency window may have a high cutoff in the range of 250-800 Hz, 280-320 Hz. or at 300 Hz.
La pluralidad de sonidos cardiacos (S) puede comprender una pluralidad de segundos sonidos cardiacos específicos (SS2), y determinar una medida de potencia de frecuencia (FPM) puede comprender: determinar la posición en el tiempo del período en el diástole de cada uno del primer número de segmentos en relación con el segundo sonido cardiaco específico (SS2) en el segmento. El segundo sonido cardiaco específico (SS2) puede ser el segundo sonido cardiaco (S2) relacionado con el cierre de la válvula aórtica (AC). La posición en el tiempo del segundo sonido cardiaco (S2) puede corresponder al inicio, o al pico, del segundo sonido cardiaco (S2).The plurality of heart sounds (S) may comprise a plurality of specific second heart sounds (SS2), and determining a frequency power measurement (FPM) may comprise: determining the position in time of the period in diastole of each of the first number of segments in relation to the second specific heart sound (SS2) in the segment. The specific second heart sound (SS2) may be the second heart sound (S2) related to the closure of the aortic valve (AC). The position in time of the second heart sound (S2) may correspond to the onset, or peak, of the second heart sound (S2).
La etapa de determinar la posición en el tiempo del período, o intervalo, puede comprender: determinar la posición en el tiempo del segundo sonido cardiaco (S2) en cada uno del primer número de segmentos; y determinar el período, o intervalo, en la diástole en cada segmento como un período, o intervalo, que comienza después de 160-190 milisegundos, o después de 175 milisegundos, después de la posición en el tiempo del segundo sonido cardiaco (S2) del segmento y termina antes de 430-470 milisegundos, o antes de 450 milisegundos, después de la posición en el tiempo del segundo sonido cardiaco (S2) del segmento.The step of determining the time position of the period, or interval, may comprise: determining the time position of the second heart sound (S2) in each of the first number of segments; and determining the period, or interval, in diastole in each segment as a period, or interval, beginning after 160-190 milliseconds, or after 175 milliseconds, after the time position of the second heart sound (S2) of the segment and ends before 430-470 milliseconds, or before 450 milliseconds, after the time position of the second heart sound (S2) of the segment.
Se ha encontrado que una serie de características relacionadas con la amplitud del cuarto sonido cardiaco (S4Amp) son ventajosas y contribuyen a mejorar la precisión de la tecnología propuesta.A number of characteristics related to the amplitude of the fourth heart sound (S4Amp) have been found to be advantageous and contribute to improving the accuracy of the proposed technology.
La pluralidad de sonidos cardiacos (S) puede comprender una pluralidad de terceros sonidos cardiacos específicos (SS3), y la etapa de determinar una amplitud del cuarto sonido cardiaco (S4Amp) puede comprender: alinear un segundo número de segmentos de la pluralidad de segmentos basados en la pluralidad de terceros sonidos cardiacos específicos (SS3); calcular un segmento medio basado en el segundo número alineado de segmentos; y determinar la amplitud del cuarto sonido cardiaco (S4Amp) en función de la energía del cuarto sonido cardiaco (S4) en el segmento medio. Aquí, se entiende que un segmento medio abarca una suma de segmentos, y se entiende que la energía del cuarto sonido cardiaco (S4) abarca la intensidad de señal o la amplitud máxima del cuarto sonido cardiaco (S4).The plurality of heart sounds (S) may comprise a plurality of specific third heart sounds (SS3), and the step of determining an amplitude of the fourth heart sound (S4Amp) may comprise: aligning a second number of segments of the plurality of segments based in the plurality of specific third heart sounds (SS3); calculate a mean segment based on the second aligned number of segments; and determine the amplitude of the fourth heart sound (S4Amp) as a function of the energy of the fourth heart sound (S4) in the middle segment. Here, a mean segment is understood to encompass a sum of segments, and the energy of the fourth heart sound (S4) is understood to encompass the signal intensity or maximum amplitude of the fourth heart sound (S4).
El tercer sonido cardiaco específico (SS3) puede ser el primer sonido cardiaco (S1) relacionado con el cierre de la válvula mitral (MC). La etapa de determinar la amplitud del cuarto sonido cardiaco (S4Amp) puede comprender: determinar la posición en el tiempo del primer sonido cardiaco (S1) en el segmento medio; determinar un cuarto período de sonido cardiaco, o intervalo, en el segmento medio que comienza en el intervalo de 100-140 milisegundos, o a los 120 milisegundos, antes de la posición en el tiempo del primer sonido cardiaco (S1) y termina en el intervalo de 20-10 milisegundos, o a los 15 milisegundos, antes de la posición en el tiempo del primer sonido cardiaco (S1); y determinar la amplitud del cuarto sonido cardiaco (S4Amp) basándose en la energía, o la intensidad de señal o la amplitud máxima del cuarto período de sonido cardiaco, o intervalo. Aquí, se entiende que la energía del cuarto período de sonido cardiaco, o intervalo, abarca la intensidad de señal o la amplitud máxima del cuarto período de sonido cardiaco.The third specific heart sound (SS3) may be the first heart sound (S1) related to mitral valve (MC) closure. The step of determining the amplitude of the fourth heart sound (S4Amp) may comprise: determining the position in time of the first heart sound (S1) in the middle segment; determine a fourth heart sound period, or interval, in the midsegment that begins at the interval 100-140 milliseconds, or at 120 milliseconds, before the time position of the first heart sound (S1) and ends at the interval 20-10 milliseconds, or 15 milliseconds, before the time position of the first heart sound (S1); and determining the amplitude of the fourth heart sound (S4Amp) based on the energy, or the signal intensity or the maximum amplitude of the fourth heart sound period, or interval. Here, the energy of the fourth heart sound period, or interval, is understood to encompass the signal intensity or maximum amplitude of the fourth heart sound period.
La posición en el tiempo del primer sonido cardiaco (S1) puede corresponder al inicio, o al pico, del primer sonido cardiaco (S1).The position in time of the first heart sound (S1) may correspond to the onset, or peak, of the first heart sound (S1).
Se ha encontrado que dos enfoques diferentes para determinar la indicación de la variabilidad de ritmo cardiaco (HRV) son ventajosos y contribuyen a una precisión mejorada de la tecnología propuesta.Two different approaches to determining heart rate variability (HRV) indication have been found to be advantageous and contribute to improved accuracy of the proposed technology.
En el primer enfoque, la etapa de determinar la indicación de la variabilidad de ritmo cardiaco (HRV) puede comprender: determinar las posiciones en el tiempo para una pluralidad de cuartos sonidos cardiacos específicos (SS4) de la pluralidad de sonidos cardiacos sonidos (S); determinar una pluralidad de duraciones de latidos cardiacos (HBD), en donde cada duración de latido cardiaco (HBD) es el tiempo, o la diferencia, entre las posiciones en el tiempo de dos cuartos sonidos cardiacos específicos consecutivos (SS4); y determinar la indicación de la variabilidad de ritmo cardiaco (HRV) en función de la variación de la pluralidad de duraciones de latidos cardiacos (HBD). Aquí se entiende que la variación de la pluralidad de duraciones de los latidos cardiacos (HBD) abarca la dispersión, o desviación típica, de la pluralidad de duraciones de los latidos cardiacos (HBD).In the first approach, the step of determining the indication of heart rate variability (HRV) may comprise: determining the positions in time for a plurality of specific fourth heart sounds (SS4) of the plurality of heart sounds (S) ; determining a plurality of heart beat durations (HBD), where each heart beat duration (HBD) is the time, or difference, between the time positions of two consecutive fourth specific heart sounds (SS4); and determining the indication of heart rate variability (HRV) based on the variation of the plurality of heart beat durations (HBD). The variation of the plurality of heartbeat durations (HBD) is understood here to encompass the dispersion, or standard deviation, of the plurality of heartbeat durations (HBD).
La posición en el tiempo de un cuarto sonido cardiaco específico (SS4) de la pluralidad de cuartos sonidos cardiacos específicos (SS4) puede corresponder al inicio, o al pico, del cuarto sonido cardiaco específico (SS4). The position in time of a fourth specific heart sound (SS4) of the plurality of fourth specific heart sounds (SS4) may correspond to the onset, or peak, of the fourth specific heart sound (SS4).
Cada uno de la pluralidad de cuartos sonidos cardiacos específicos (SS4) puede ser el primer sonido cardiaco (S1) relacionado con el cierre de la válvula mitral (MC).Each of the plurality of specific fourth heart sounds (SS4) may be the first heart sound (S1) related to the closure of the mitral valve (MC).
En el segundo enfoque, la etapa de determinar la indicación de la variabilidad de ritmo cardiaco (HRV) puede comprender: determinar la intensidad de señal de una tercera ventana de frecuencia de un período, o intervalo, de la grabación de sonido que cubre al menos una parte de la pluralidad de latidos cardiacos, en donde la tercera ventana de frecuencia tiene un corte alto que está por debajo de 2 Hz, o por debajo de 1 Hz; y determinar la indicación de la variabilidad de ritmo cardiaco (HRV) basada en la intensidad de señal de la tercera ventana de frecuencia. Aquí, se entiende que la intensidad de señal de la tercera ventana de frecuencia abarca las amplitudes o la energía de la tercera ventana de frecuencia.In the second approach, the step of determining the indication of heart rate variability (HRV) may comprise: determining the signal intensity of a third frequency window of a period, or interval, of the sound recording that covers at least a portion of the plurality of heartbeats, wherein the third frequency window has a high cutoff that is below 2 Hz, or below 1 Hz; and determine the indication of heart rate variability (HRV) based on the signal intensity of the third frequency window. Here, the signal intensity of the third frequency window is understood to encompass the amplitudes or energy of the third frequency window.
La tercera ventana de frecuencia puede tener un corte bajo que esté por encima de 0,001 Hz. Adicional o alternativamente, la tercera ventana de frecuencia puede tener un corte bajo en el intervalo 0,001-0,005 Hz, o a 0,003 Hz, y un corte alto en el intervalo 0,02-0,06, o a 0,04 Hz, o un corte bajo en el intervalo 0,02-0,06 Hz, o a 0,04 Hz, y un corte alto en el intervalo de 0,1-0,2, o a 0,15 Hz, o un corte bajo en el intervalo de 0,1-0,2 Hz, o a 0,15 Hz, y un corte alto en el intervalo de 0,3-0,5, o a 0,4 Hz.The third frequency window may have a low cutoff that is above 0.001 Hz. Additionally or alternatively, the third frequency window may have a low cutoff in the range 0.001-0.005 Hz, or at 0.003 Hz, and a high cutoff in the range 0.001-0.005 Hz, or at 0.003 Hz. range 0.02-0.06, or at 0.04 Hz, or a low cut in the range 0.02-0.06 Hz, or at 0.04 Hz, and a high cut in the range 0.1-0 .2, or at 0.15 Hz, or a low cut in the range of 0.1-0.2 Hz, or at 0.15 Hz, and a high cut in the range of 0.3-0.5, or at 0 .4 Hz.
La etapa de determinar la indicación de la variabilidad de ritmo cardiaco (HRV) puede comprender además: determinar la intensidad de señal de una cuarta ventana de frecuencia del período o intervalo de la grabación de sonido, en donde la cuarta ventana de frecuencia tiene un corte alto que está por debajo de 2 Hz, o por debajo de 1 Hz, y no se superpone, o se superpone parcialmente, a la tercera ventana de frecuencia; y la determinación de la indicación de la variabilidad de ritmo cardiaco (HRV) puede basarse además en la intensidad de señal de la cuarta ventana de frecuencia. Aquí, se entiende que la intensidad de señal de la cuarta ventana de frecuencia abarca las amplitudes o la energía de la cuarta ventana de frecuencia.The step of determining the indication of heart rate variability (HRV) may further comprise: determining the signal intensity of a fourth frequency window of the period or interval of the sound recording, wherein the fourth frequency window has a cutoff high that is below 2 Hz, or below 1 Hz, and does not overlap, or partially overlaps, the third frequency window; and the determination of the heart rate variability (HRV) indication may further be based on the signal intensity of the fourth frequency window. Here, the signal intensity of the fourth frequency window is understood to encompass the amplitudes or energy of the fourth frequency window.
La cuarta ventana de frecuencia tiene un corte bajo que está por encima de 0,001 Hz. Adicional o alternativamente, la cuarta ventana de frecuencia puede tener un corte bajo en el intervalo 0,001-0,005 Hz, o a 0,003 Hz, y un corte alto en el intervalo 0,02-0,06, o a 0,04 Hz, o un corte bajo en el intervalo 0,02-0,06 Hz, o a 0,04 Hz, y un corte alto en el intervalo de 0,1-0,2, o a 0,15 Hz, o un corte bajo en el intervalo de 0,1-0,2 Hz, o a 0,15 Hz, y un corte alto en el intervalo de 0,3-0,5, o a 0,4 Hz.The fourth frequency window has a low cutoff that is above 0.001 Hz. Additionally or alternatively, the fourth frequency window may have a low cutoff in the range 0.001-0.005 Hz, or at 0.003 Hz, and a high cutoff in the range 0.02-0.06, or at 0.04 Hz, or a low cut in the range 0.02-0.06 Hz, or at 0.04 Hz, and a high cut in the range of 0.1-0, 2, or at 0.15 Hz, or a low cut in the range of 0.1-0.2 Hz, or at 0.15 Hz, and a high cut in the range of 0.3-0.5, or at 0, 4 Hz.
Se ha identificado un enfoque ventajoso para determinar el indicador de riesgo real. La etapa de determinar una indicación del riesgo de enfermedad arterial coronaria (EAC) puede basarse además en un análisis de discriminación lineal (LDA) entrenado que involucra la medida de potencia de frecuencia (FPM) y la amplitud del cuarto sonido cardiaco (S4Amp). El análisis de discriminación lineal entrenado (LDA) puede implicar además la indicación de la variabilidad de ritmo cardiaco (HRV).An advantageous approach has been identified to determine the actual risk indicator. The step of determining an indication of coronary artery disease (CAD) risk may further be based on a trained linear discriminant analysis (LDA) involving frequency power measurement (FPM) and fourth heart sound amplitude (S4Amp). Trained linear discriminant analysis (LDA) may further involve the indication of heart rate variability (HRV).
Otras ventajas y características de la tecnología propuesta serán evidentes a partir de la siguiente descripción detallada de una realización.Other advantages and features of the proposed technology will be evident from the following detailed description of one embodiment.
Breve descripción de los dibujosBrief description of the drawings
Un entendimiento más completo de las características y ventajas antes mencionadas y otras de la tecnología propuesta será evidente a partir de la siguiente descripción de realizaciones junto con los dibujos adjuntos, en donde:A more complete understanding of the aforementioned and other features and advantages of the proposed technology will be evident from the following description of embodiments together with the accompanying drawings, wherein:
Fig. 1 es una vista esquemática de una realización del sistema propuesto,Fig. 1 is a schematic view of an embodiment of the proposed system,
Fig. 2 es un diagrama de flujo esquemático que ilustra una realización del método propuesto,Fig. 2 is a schematic flow chart illustrating one embodiment of the proposed method,
Fig. 3 es un diagrama de flujo esquemático que ilustra una realización de una etapa para obtener una segmentación,Fig. 3 is a schematic flow chart illustrating one embodiment of a step to obtain a segmentation,
Fig. 4 es un diagrama de flujo esquemático que ilustra una realización de una etapa para determinar una medida de potencia de frecuencia (FPM),Fig. 4 is a schematic flow chart illustrating one embodiment of a step for determining a frequency power measurement (FPM),
Fig. 5 es un diagrama de flujo esquemático que ilustra una realización de una etapa para determinar una amplitud del cuarto sonido cardiaco (S4Amp),Fig. 5 is a schematic flow chart illustrating one embodiment of a step for determining an amplitude of the fourth heart sound (S4Amp),
Fig. 6a es un diagrama de flujo esquemático que ilustra una realización de una etapa para determinar una indicación de una variabilidad de ritmo cardiaco (HRV),Fig. 6a is a schematic flow chart illustrating one embodiment of a step for determining an indication of a heart rate variability (HRV),
Fig. 6b es un diagrama de flujo esquemático que ilustra una realización alternativa de una etapa para determinar una indicación de una variabilidad de ritmo cardiaco (HRV), yFig. 6b is a schematic flow chart illustrating an alternative embodiment of a step for determining an indication of a heart rate variability (HRV), and
Fig. 7 Este gráfico muestra un ejemplo de un segmento medio típico. Fig. 7 This graph shows an example of a typical mid-segment.
Descripción de los dibujosDescription of the drawings
La Fig. 1 ilustra esquemáticamente una realización de un sistema 12 para indicar un riesgo de enfermedad arterial coronaria (EAC) para una persona 18. El sistema 12 tiene un micrófono 14 que se puede colocar en el pecho 16 de una persona 18 para obtener sonidos cardiacos de la persona 18. Un procesador 20 se conecta al micrófono 14. El procesador 20 tiene una memoria transitoria 22 que puede almacenar una señal recibida desde el micrófono 14, y mediante la cual puede ejecutar instrucciones de código de programa. El sistema 12 tiene un soporte 26 que soporta el micrófono 14 y una carcasa 28 que aloja el procesador 20. El sistema 12 también tiene una memoria no transitoria 24 que almacena instrucciones de código de programa para el procesador 20. Por ejemplo, el sistema 12 en su conjunto puede ser parte integral de un teléfono inteligente, o todas las partes excepto el micrófono 14 y el soporte 26 pueden formar parte de un teléfono inteligente. En una realización, el micrófono 14 es un micrófono integrado de un teléfono inteligente.Fig. 1 schematically illustrates one embodiment of a system 12 for indicating a risk of coronary artery disease (CAD) for a person 18. The system 12 has a microphone 14 that can be placed on the chest 16 of a person 18 to obtain sounds cardiac of the person 18. A processor 20 is connected to the microphone 14. The processor 20 has a transient memory 22 that can store a signal received from the microphone 14, and through which it can execute program code instructions. System 12 has a stand 26 that supports microphone 14 and a housing 28 that houses processor 20. System 12 also has non-transitory memory 24 that stores program code instructions for processor 20. For example, system 12 As a whole it may be an integral part of a smartphone, or all parts except the microphone 14 and the holder 26 may be part of a smartphone. In one embodiment, microphone 14 is an integrated smartphone microphone.
En una realización del sistema 12, además tiene un indicador 30 conectado operativamente al procesador 20. El indicador 30 puede, por ejemplo, tener una pantalla LCD o similar, que puede mostrar información de salida del procesador 20 que indica el riesgo de EAC, como un número.In one embodiment of the system 12, it further has an indicator 30 operatively connected to the processor 20. The indicator 30 may, for example, have an LCD display or the like, which may display output information from the processor 20 indicating the risk of EAC, such as a number.
Las instrucciones de código de programa en la memoria no transitoria 24 hacen que el procesador 20 realice el método que se muestra en la Fig. 2. El micrófono 14 se coloca sobre el pecho 16 de una persona 18 y se graba una señal. De esta forma se obtiene un registro sonoro que abarca una pluralidad de latidos registrados por un micrófono colocado en el pecho de la persona 100. En una realización, la señal se almacena primero en una base de datos y posteriormente el procesador la recupera de la base de datos.Program code instructions in non-transitory memory 24 cause processor 20 to perform the method shown in Fig. 2. Microphone 14 is placed on the chest 16 of a person 18 and a signal is recorded. In this way, a sound record is obtained that covers a plurality of heartbeats recorded by a microphone placed on the chest of the person 100. In one embodiment, the signal is first stored in a database and subsequently retrieved from the database by the processor. of data.
A continuación, se identifica 200 una pluralidad de sonidos cardiacos (S) en la grabación de sonido basándose en un modelo de Markov oculto dependiente de la duración.Next, a plurality of heart sounds (S) in the sound recording are identified 200 based on a duration-dependent hidden Markov model.
La pluralidad de sonidos cardiacos (S) contiene una pluralidad de primeros sonidos cardiacos específicos (SS1) en forma de primeros sonidos cardiacos (S1) generados por cierres de válvula mitral (MC). Luego se obtiene 300 una pluralidad de segmentos, cada uno cubre una parte de un ciclo cardiaco completo, a partir de la grabación de sonido al dividir 302 la grabación de sonido en la pluralidad de segmentos basados en los primeros sonidos cardiacos (S1), como se indica en la Fig. 3. La segmentación se realiza utilizando un modelo de Markov oculto dependiente de la duración comúnmente conocido y la pluralidad de segmentos incluye períodos que cubren individualmente el primer sonido cardiaco (S1), el segundo sonido cardiaco (S2), la diástole y la sístole.The plurality of heart sounds (S) contains a plurality of specific first heart sounds (SS1) in the form of first heart sounds (S1) generated by mitral valve closures (MC). A plurality of segments, each covering a portion of a complete cardiac cycle, are then obtained 300 from the sound recording by dividing 302 the sound recording into the plurality of segments based on the first heart sounds (S1), such as is indicated in Fig. 3. The segmentation is performed using a commonly known duration-dependent hidden Markov model and the plurality of segments includes periods individually covering the first heart sound (S1), the second heart sound (S2), diastole and systole.
En la siguiente etapa del método, se determina (400) una medida de potencia de frecuencia (FPM), que se ilustra en detalle en la Fig. 4. La pluralidad de sonidos cardiacos (S) contiene una pluralidad de segundos sonidos cardiacos específicos (SS2) en forma de segundos sonidos cardiacos (S2) generados por cierres de válvula aórtica (AC). En primer lugar, se determina 402 la posición en el tiempo de un período en cada uno de los segmentos. Esto se hace determinando 404 la posición en el tiempo del segundo sonido cardiaco (S2) en los segmentos que incluyen el segundo sonido cardiaco (S2), donde la posición en el tiempo es el segundo sonido cardiaco (S2) en cada segmento. A esto le sigue determinar 406 el período como el intervalo que comienza después de 175 milisegundos después de la posición en el tiempo del segundo sonido cardiaco (S2) del segmento, y termina antes de 450 milisegundos después de la posición en el tiempo del segundo sonido cardiaco (S2) del segmento. De esta forma se ha determinado un periodo en la diástole de cada segmento. In the next step of the method, a frequency power measurement (FPM) is determined (400), which is illustrated in detail in Fig. 4. The plurality of heart sounds (S) contains a plurality of specific second heart sounds ( SS2) in the form of second heart sounds (S2) generated by aortic valve (AC) closures. First, the time position of a period in each of the segments is determined 402. This is done by determining 404 the time position of the second heart sound (S2) in the segments that include the second heart sound (S2), where the time position is the second heart sound (S2) in each segment. This is followed by determining 406 the period as the interval that begins after 175 milliseconds after the time position of the second heart sound (S2) of the segment, and ends before 450 milliseconds after the time position of the second sound cardiac (S2) of the segment. In this way, a period in the diastole of each segment has been determined.
Se determina una primera suma 408 para cada segmento, donde la primera suma es la suma de la energía en una primera ventana de frecuencia del período mencionado anteriormente del segmento. La primera ventana de frecuencia tiene un corte bajo a 30 Hz y un corte alto a 90 Hz. De manera similar, se determina una segunda suma 410 para cada segmento, donde la segunda suma es la suma de la energía en una segunda ventana de frecuencia del período del segmento mencionado anteriormente. La segunda ventana de frecuencia tiene un corte bajo a 200 Hz y un corte alto a 300 Hz. A continuación, se determina 412 la medida de potencia de frecuencia (FPR) en función en la relación entre la primera suma y la segunda suma.A first sum 408 is determined for each segment, where the first sum is the sum of the energy in a first frequency window of the aforementioned period of the segment. The first frequency window has a low cutoff at 30 Hz and a high cutoff at 90 Hz. Similarly, a second sum 410 is determined for each segment, where the second sum is the sum of the energy in a second frequency window of the segment period mentioned above. The second frequency window has a low cutoff at 200 Hz and a high cutoff at 300 Hz. The frequency power measurement (FPR) is then determined 412 based on the relationship between the first sum and the second sum.
En una realización, lo anterior se logra dividiendo el período en subventanas superpuestas al 75 % de 128 milisegundos que se someten a una transformada de Fourier que proporciona un espectro de potencia de frecuencia. Se calcula la raíz cuadrada del espectro de potencia de frecuencia y luego se estima el espectro medio para cada subventana. Se estima un espectro medio calculando el espectro medio a través de los segmentos. La medida de potencia de frecuencia (FPR) se determina entonces como la relación entre la suma de las amplitudes en la banda de 30-90 Hz sobre la suma de las amplitudes en la banda de 200-300 Hz In one embodiment, the above is achieved by dividing the period into 75% overlapping subwindows of 128 milliseconds that are subjected to a Fourier transform that provides a frequency power spectrum. The square root of the frequency power spectrum is calculated and then the mean spectrum is estimated for each subwindow. A mean spectrum is estimated by calculating the mean spectrum across the segments. The frequency power measurement (FPR) is then determined as the ratio between the sum of the amplitudes in the 30-90 Hz band over the sum of the amplitudes in the 200-300 Hz band.
En resumen, la medida de potencia de frecuencia (FPM) se determina 400 en función de las intensidades de señal de una primera ventana de frecuencia y una segunda ventana de frecuencia de un período en la diástole, donde la segunda ventana de frecuencia tiene un corte bajo que está por encima de un corte alto de la primera ventana de frecuencia. In summary, the frequency power measurement (FPM) is determined 400 based on the signal intensities of a first frequency window and a second frequency window of a period in diastole, where the second frequency window has a cutoff low that is above a high cutoff of the first frequency window.
En la siguiente etapa del método se determina la amplitud del cuarto sonido cardiaco (S4Amp) 500, que se ilustra en detalle en la Fig. 5. La pluralidad de sonidos cardiacos (S) contiene una pluralidad de terceros sonidos cardiacos específicos (SS3) en forma de primeros sonidos cardiacos (S1) generados por cierres de válvula mitral (MC). Los segmentos que incluyen los primeros sonidos cardiacos (S1) se alinean 502 en función del inicio de los primeros sonidos cardiacos (S1). Estos segmentos también incluyen el cuarto sonido cardiaco anterior (S4). En una realización, la alineación se basa en una alineación aproximada que implica una correlación cruzada para cada latido cardiaco para estimar el retraso de todos los demás latidos, y un cambio de cada latido según la media de los retrasos de los otros sonidos. Se basa además en una alineación fina que implica una correlación cruzada de cada latido cardiaco con el latido medio y un cambio de cada latido cardiaco según los retrasos con respecto al latido medio.In the next step of the method, the amplitude of the fourth heart sound (S4Amp) 500 is determined, which is illustrated in detail in Fig. 5. The plurality of heart sounds (S) contains a plurality of specific third heart sounds (SS3) in form of first heart sounds (S1) generated by mitral valve (MC) closures. The segments including the first heart sounds (S1) are aligned 502 based on the onset of the first heart sounds (S1). These segments also include the anterior fourth heart sound (S4). In one embodiment, the alignment is based on a rough alignment involving a cross-correlation for each heartbeat to estimate the delay of all other beats, and a shift of each heartbeat based on the average of the delays of the other sounds. It is further based on a fine alignment that involves a cross-correlation of each heartbeat with the mean beat and a shift of each heartbeat according to the delays with respect to the mean beat.
Se calcula un segmento medio 504 en función de los segmentos alineados. Entonces se determina 508 la posición en el tiempo del primer sonido cardiaco (S1) en el segmento medio, que es el inicio del primer sonido cardiaco (S1) que se conoce efectivamente a partir de la alineación como tal. Un cuarto período de sonido cardiaco en el segmento medio se determina 510 como el período que comienza en 120 milisegundos antes de la posición en el tiempo del primer sonido cardiaco (S1) y finaliza 15 milisegundos antes de la posición en el tiempo del primer sonido cardiaco (S1). A continuación, se determina 512 la amplitud del cuarto sonido cardiaco (S4Amp) en función de la amplitud máxima del período del cuarto sonido cardiaco. Esto significa efectivamente que la amplitud del cuarto sonido cardiaco (S4Amp) ha sido determinada 506 en función de la energía del cuarto sonido cardiaco (S4) en el segmento medio, ya que la energía se relaciona con la amplitud. Un cuarto período de sonido cardiaco 32, un inicio 34 del primer sonido cardiaco (S1) y una amplitud máxima 36 de un cuarto sonido cardiaco (S4) se indican en un segmento medio 38 que se muestra en la Fig. 7. A middle segment 504 is calculated based on the aligned segments. The position in time of the first heart sound (S1) in the middle segment is then determined 508, which is the beginning of the first heart sound (S1) that is actually known from the alignment as such. A fourth heart sound period in the middle segment is determined 510 as the period starting 120 milliseconds before the time position of the first heart sound (S1) and ending 15 milliseconds before the time position of the first heart sound (S1). Next, the amplitude of the fourth heart sound (S4Amp) is determined 512 based on the maximum amplitude of the fourth heart sound period. This effectively means that the amplitude of the fourth heart sound (S4Amp) has been determined 506 based on the energy of the fourth heart sound (S4) in the middle segment, since energy is related to amplitude. A fourth heart sound period 32, an onset 34 of the first heart sound (S1) and a maximum amplitude 36 of a fourth heart sound (S4) are indicated in a middle segment 38 shown in Fig. 7.
En la siguiente etapa del método, se determina 600 una indicación de la variabilidad de ritmo cardiaco (HRV), que se ilustra en detalle en la Fig. 6a. La pluralidad de sonidos cardiacos (S) contiene una pluralidad de cuartos sonidos cardiacos específicos (SS4) en forma de primeros sonidos cardiacos (S1) generados por cierres de válvula mitral (MC). La posición en el tiempo de cada primer sonido cardiaco (S1) se determina como el inicio de los primeros sonidos cardiacos (S1). Una pluralidad de duraciones de latidos cardiacos (HBD) se determina como la duración entre las posiciones en el tiempo de los primeros sonidos cardiacos (S1) consecutivos. La indicación de la variabilidad de ritmo cardiaco (HRV) se determina entonces 606 como la desviación típica de las duraciones restantes de los latidos cardiacos (HBD). Esto significa efectivamente que la indicación de una variabilidad de ritmo cardiaco (HRV) se ha determinado en función de la pluralidad de sonidos cardiacos (S). In the next step of the method, an indication of heart rate variability (HRV) is determined 600, which is illustrated in detail in Fig. 6a. The plurality of heart sounds (S) contains a plurality of specific fourth heart sounds (SS4) in the form of first heart sounds (S1) generated by mitral valve closures (MC). The position in time of each first heart sound (S1) is determined as the onset of the first heart sounds (S1). A plurality of heart beat durations (HBD) are determined as the duration between the time positions of the first consecutive heart sounds (S1). The heart rate variability (HRV) indication is then determined 606 as the standard deviation of the remaining heart beat durations (HBD). This effectively means that the indication of a heart rate variability (HRV) has been determined based on the plurality of heart sounds (S).
Una realización alternativa, la etapa de determinar 600 la variabilidad de ritmo cardiaco (HRV) se ilustra en la Fig. 6b. Se determina 610 la energía en una tercera ventana de frecuencia que oscila entre 0,003 Hz y 0,04 Hz en un período de la grabación de sonido que cubre más de 60 latidos cardiacos. En una realización, la tercera ventana de frecuencia oscila entre 0,04 Hz y 0,15 Hz. Adicionalmente, se determina 612 la energía en una cuarta ventana de frecuencia que va de 0,15 Hz a 0,4 Hz en el mismo periodo.An alternative embodiment, the step of determining 600 heart rate variability (HRV) is illustrated in Fig. 6b. Energy is determined 610 in a third frequency window ranging between 0.003 Hz and 0.04 Hz over a period of the sound recording covering more than 60 heartbeats. In one embodiment, the third frequency window ranges between 0.04 Hz and 0.15 Hz. Additionally, the energy in a fourth frequency window ranging from 0.15 Hz to 0.4 Hz is determined 612 in the same period. .
En una realización, lo anterior se logra volviendo a muestrear el período para que la separación entre todos los primeros sonidos cardiacos vecinos (S1) de los latidos cardiacos, obtenidos de la pluralidad de sonidos cardiacos (S), sea la misma y produciendo un espectro de potencia de frecuencia mediante una transformada de Fourier del período remuestreado. La energía entre 0,003 Hz y 0,04 Hz, y entre 0,15 Hz y 0,4 Hz se determina a partir del espectro de potencia de frecuencia. Entonces se determina 614 una indicación de la variabilidad de ritmo cardiaco (HRV) como la relación entre la energía de la ventana de frecuencia de 0,003 Hz a 0,04 Hz sobre la ventana de frecuencia de 0,15 Hz a 0,4 Hz. Efectivamente, esto significa que la indicación de la variabilidad de ritmo cardiaco (HRV) se determina 614 en función de las intensidades de señal de la tercera ventana de frecuencia y la cuarta ventana de frecuencia, y que se determina 600 en función de la pluralidad de sonidos cardiacos (S).In one embodiment, the above is achieved by resampling the period so that the separation between all the first neighboring heart sounds (S1) of the heart beats, obtained from the plurality of heart sounds (S), is the same and producing a spectrum of frequency power using a Fourier transform of the resampled period. The energy between 0.003 Hz and 0.04 Hz, and between 0.15 Hz and 0.4 Hz is determined from the frequency power spectrum. An indication of heart rate variability (HRV) is then determined 614 as the ratio of the power of the 0.003 Hz to 0.04 Hz frequency window over the 0.15 Hz to 0.4 Hz frequency window. Effectively, this means that the heart rate variability (HRV) indication is determined 614 based on the signal intensities of the third frequency window and the fourth frequency window, and that it is determined 600 based on the plurality of heart sounds (S).
En la siguiente etapa del método, se determina 700 la indicación del riesgo de enfermedad arterial coronaria (EAC) en función de la medida de potencia de frecuencia determinada (FPM), la amplitud determinada del cuarto sonido cardiaco (S4Amp), y la indicación determinada de la variabilidad de ritmo cardiaco (HRV). Esto se logra empleando las medidas determinadas en un análisis de discriminación lineal entrenado (LDA). In the next step of the method, the indication of the risk of coronary artery disease (CAD) is determined 700 based on the determined frequency power measurement (FPM), the determined amplitude of the fourth heart sound (S4Amp), and the determined indication of heart rate variability (HRV). This is achieved by using the measurements determined in a trained linear discriminant analysis (LDA).
Prueba del conceptoProof of concept
Se empleó una realización de la tecnología propuesta en un estudio en el que participaron 722 sujetos sin EAC y 153 sujetos con EAC. Se generó una curva operativa de recepción (ROC) y se determinó el área bajo la curva (AUC). Los resultados se presentan en la Tabla 1 e indican que la variabilidad de ritmo cardiaco (HRV) mejora el área bajo la curva (AUC) en aproximadamente un 1,1 %. Se puede concluir que la variabilidad de ritmo cardiaco (HRV) tiene un rendimiento de clasificación significativo en la puntuación acústica lograda por la tecnología propuesta. Se prevé que el rendimiento de la clasificación mejoraría si se utilizaran más medidas derivadas acústicas. One embodiment of the proposed technology was used in a study involving 722 subjects without CAD and 153 subjects with CAD. A receiving operating curve (ROC) was generated and the area under the curve (AUC) was determined. The results are presented in Table 1 and indicate that heart rate variability (HRV) improves the area under the curve (AUC) by approximately 1.1%. It can be concluded that heart rate variability (HRV) has a significant classification performance on the acoustic score achieved by the proposed technology. It is anticipated that classification performance would improve if more acoustic derived measures were used.
Tabla 1Table 1
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